JP2017153875A - 生体情報測定装置および生体情報測定方法 - Google Patents

Abstract

【課題】非侵襲かつ非加圧で血管の硬化度を精度よく求めることのできる生体情報測定装置を提供する。【解決手段】生体情報測定装置１は、測定波として光または音波を生体に照射する照射部と、生体内を通過した測定波を検出する検出部と、検出部の検出結果に基づいて、血流量の時間変化と血管断面積の時間変化とを求め、血流量の時間変化および血管断面積の時間変化を用いて、血流量または血管断面積の時間変化を示す波形を進行波成分の波形と反射波成分の波形とに分離し、進行波成分の波形および反射波成分の波形から血管の硬化度を求める演算部４２０とを備える。【選択図】図４

Description

本発明は、生体情報を測定するための技術に関する。

例えば特許文献１には、測定部位を圧迫した状態で検出した脈波波形を、複数の擬似血流波形を組み合わせて推定した血流波形を用いて駆出波と反射波とに分離し、駆出波と反射波との関係から動脈硬化度を算出することが記載されている。また、特許文献２には、生体から検出した脈波波形をフィット関数を用いて入射波と反射波とに分離し、入射波と反射波との振幅強度の差や比から、動脈硬化度を評価することが記載されている。

特許第５５７３５５０号公報 特許第５０１６７１８号公報

特許文献１，２では、脈波波形を進行波と反射波とに分離する際に、複数の擬似血流波形を組み合わせて推定した血流波形（特許文献１）や、フィット関数（特許文献２）を用いているが、これらは被験者から直接測定して得られた物理量ではないので、動脈硬化度を精度よく求めることができない。

本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであり、非侵襲かつ非加圧で血管の硬化度を精度よく求めることを目的とする。

本発明の第１の態様に係る生体情報測定装置は、測定波として光または音波を生体に照射する照射部と、前記生体内を通過した前記測定波を検出する検出部と、前記検出部の検出結果に基づいて、血流量の時間変化と血管断面積の時間変化とを求め、前記血流量の時間変化および前記血管断面積の時間変化を用いて、前記血流量または前記血管断面積の時間変化を示す波形を進行波成分の波形と反射波成分の波形とに分離し、前記進行波成分の波形および前記反射波成分の波形から血管の硬化度を求める演算部と、を備えることを特徴とする。

以上の構成によれば、生体情報測定装置は、検出部の検出結果から求めた血流量の時間変化および血管断面積の時間変化を用いて、血流量または血管断面積の時間変化を示す波形を進行波成分の波形と反射波成分の波形とに分離し、分離した２つの波形から血管の硬化度を求める。ここで、血流量の時間変化および血管断面積の時間変化は、どちらも検出部の検出結果から求めたものであり、被験者から直接測定して得られた物理量であるから、特許文献１，２の場合に比べ、血管の硬化度を精度よく求めることができる。また、生体情報測定装置は、測定波として光または音波を用いているので、血管の硬化度を非侵襲に求めることができることに加え、カフ等を用いて測定部位を加圧することもない。よって、本発明によれば、非侵襲かつ非加圧で血管の硬化度を精度よく求めることができる。

また、本発明の第１の態様に係る生体情報測定装置において、前記演算部は、前記進行波成分の波形のピーク値および前記反射波成分の波形のピーク値を用いて血管の硬化度を求めてもよい（第２の態様）。例えば、脈波は、心臓から送り出されて末梢へと向かう順行性の進行波と、進行波の一部が末梢等で反射して生じる逆行性の反射波との合成波であるが、これと同様に、血流量または血管断面積の時間変化を示す波形も、進行波成分の波形と反射波成分の波形との合成波である。また、反射波成分の波形の振幅は、末梢血管の抵抗によって大きさが変化し、血管壁が硬いほど大きくなる。したがって、例えば、進行波成分の波形のピーク値と反射波成分の波形のピーク値との比や差等、分離した２つの波形のピーク値を用いて血管の硬化度を求めることができる。

また、本発明の第１の態様に係る生体情報測定装置において、前記演算部は、前記進行波成分の波形の時間積分値および前記反射波成分の波形の時間積分値を用いて血管の硬化度を求めてもよい（第３の態様）。上述したように反射波成分の波形の振幅は、血管壁が硬いほど大きくなる。したがって、例えば、進行波成分の波形の時間積分値と反射波成分の波形の時間積分値との比や差等、分離した２つの波形の時間積分値を用いて血管の硬化度を求めることができる。

また、本発明の第１の態様に係る生体情報測定装置において、前記演算部は、前記進行波成分の波形と前記反射波成分の波形との時間差を用いて血管の硬化度を求めてもよい（第４の態様）。反射波成分の波形は、血管壁が硬いほど速く伝達する。したがって、例えば、進行波成分の波形のピークと反射波成分の波形のピークとの時間差等、分離した２つの波形の時間差を用いて血管の硬化度を求めることができる。

また、本発明の第１〜第４の態様のいずれかに係る生体情報測定装置において、前記演算部は、前記血流量の時間変化および前記血管断面積の時間変化から脈波伝搬速度を求めてもよい（第５の態様）。この場合、生体情報測定装置は、血管の硬化度の他に脈波伝搬速度を求めることができる。

また、本発明の第５の態様に係る生体情報測定装置において、前記演算部は、前記脈波伝搬速度を用いて血圧を求めてもよい（第６の態様）。この場合、生体情報測定装置は、血管の硬化度と脈波伝搬速度の他に血圧を求めることができる。

また、本発明の第１〜第６の態様のいずれかに係る生体情報測定装置において、前記測定波は、レーザー光であり、前記検出部は、前記生体内を通過した前記レーザー光の受光強度および周波数の時間変化を示す光ビート信号を生成し、前記演算部は、前記検出部が生成した前記光ビート信号から、前記血流量の時間変化と前記血管断面積の時間変化とを求めてもよい（第７の態様）。この場合、生体情報測定装置は、レーザー光を用いたレーザードップラーフローメトリー法（以下、ＬＤＦ法）による測定によって、血流量または血管断面積の時間変化を示す波形を分離するために用いる血流量の時間変化と血管断面積の時間変化の両方を求めることができる。

また、本発明の第７の態様に係る生体情報測定装置において、前記演算部は、前記光ビート信号の全パワーの時間変化を求めてもよい（第８の態様）。光ビート信号の全パワーの時間変化は、容積脈波に相当する。したがって、第８の態様に係る生体情報測定装置によれば、レーザー光を用いたＬＤＦ法による測定によって、血管の硬化度の他に容積脈波を求めることができる。

また、本発明の第１〜第６の態様のいずれかに係る生体情報測定装置において、前記測定波は、非レーザー光であり、前記検出部は、前記生体内を通過した前記非レーザー光の受光強度の時間変化を示す受光信号を生成し、前記演算部は、前記検出部が生成した前記受光信号から、前記血流量の時間変化と前記血管断面積の時間変化とを求めてもよい（第９の態様）。この場合、生体情報測定装置は、非レーザー光を用いた測定によって、血流量または血管断面積の時間変化を示す波形を分離するために用いる血流量の時間変化と血管断面積の時間変化の両方を求めることができる。

また、本発明の第１〜第６の態様のいずれかに係る生体情報測定装置において、前記照射部は、生体にレーザー光を照射する第１照射部と、前記生体に非レーザー光を照射する第２照射部とを備え、前記検出部は、前記生体内を通過した前記レーザー光を検出する第１検出部と、前記生体内を通過した前記非レーザー光を検出する第２検出部とを備え、前記演算部は、前記第１検出部の検出結果に基づいて血流量の時間変化を求め、前記第２検出部の検出結果に基づいて血管断面積の時間変化を求めてもよい（第１０の態様）。この場合、生体情報測定装置は、レーザー光を用いた測定によって血流量の時間変化を求める一方、非レーザー光を用いた測定によって血管断面積の時間変化を求める。したがって、血流量の時間変化および血管断面積の時間変化を正確に求めることができるので、血管の硬化度の算出精度を高めることができる。

また、本発明の第１〜第６の態様のいずれかに係る生体情報測定装置において、前記照射部は、生体にレーザー光を照射する第１照射部と、前記生体に非レーザー光を照射する第２照射部とを備え、前記検出部は、前記生体内を通過した前記レーザー光および前記非レーザー光を検出し、前記演算部は、前記検出部による前記レーザー光の検出結果に基づいて血流量の時間変化を求め、前記検出部による前記非レーザー光の検出結果に基づいて血管断面積の時間変化を求めてもよい（第１１の態様）。この場合、検出部は１つでよく、レーザー光用の検出部と非レーザー光用の検出部とを別々に備える必要がない。したがって、本発明の第１０の態様に係る生体情報測定装置と比較した場合に、生体情報測定装置の構成を簡素化し、より小型にすることができる。

また、本発明の第１０の態様または第１１の態様に係る生体情報測定装置において、前記生体のうち、前記レーザー光を照射して血流量の時間変化を求める部位と、前記非レーザー光を照射して血管断面積の時間変化を求める部位とが同じであってもよい（第１２の態様）。この場合、同じ部位から求めた血流量の時間変化および血管断面積の時間変化を用いて血流量または血管断面積の時間変化を示す波形を分離し、血管の硬化度を求めるので、局部（測定部位）の血管の硬化度を正確に求めることができる。また、レーザー光を照射して血流量の時間変化を求める部位と、非レーザー光を照射して血管断面積の時間変化を求める部位とを同じにすることで、同じでない場合に比べ、生体情報測定装置を小型化することができる。

また、本発明の第１３の態様に係る生体情報測定方法は、生体情報測定装置が、測定波として光または音波を生体に照射し、前記生体内を通過した前記測定波を検出し、検出結果に基づいて、血流量の時間変化と血管断面積の時間変化とを求め、前記血流量の時間変化および前記血管断面積の時間変化を用いて、前記血流量または前記血管断面積の時間変化を示す波形を進行波成分の波形と反射波成分の波形とに分離し、前記進行波成分の波形および前記反射波成分の波形から血管の硬化度を求める、ことを特徴とする。この発明によれば、本発明の第１の態様に係る生体情報測定装置と同様の作用効果を奏する。

第１実施形態に係る生体情報測定装置１を被験者１００の手首に装着した状態を示す図である。 生体情報測定装置１の正面図である。 生体情報測定装置１の背面図である。 生体情報測定装置１のブロック図である。 ＬＤＦ法による生体情報の測定原理を説明するための模式図である。 第１実施形態に係る生体情報測定処理のフローチャートである。 血流波形Ｑ（ｔ）、血管断面積Ａの時間変化を示す波形Ａ（ｔ）、血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）および血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）を示すグラフである。 血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）および血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）を示すグラフである。 第２実施形態に係る生体情報測定装置２のブロック図である。 第２実施形態に係る生体情報測定処理のフローチャートである。 容積脈波ＰＧ（ｔ）および血流波形Ｑ（ｔ）を示すグラフである。 血圧Ｐ（ｔ）を示すグラフである。 第３実施形態に係る生体情報測定装置３のブロック図である。 第３実施形態に係る生体情報測定処理のフローチャートである。 第４実施形態に係る生体情報測定装置４のブロック図である。 光学センサー５０，５２の配置を示す図である。 第４実施形態に係る生体情報測定処理のフローチャートである。 変形例に係り、生体情報測定モジュール９の構成を示す図である。 変形例に係り、超音波センサー５４を用いた生体情報の測定原理を説明するための模式図である。

以下、図面を参照して本発明に係る実施の形態を説明する。
＜第１実施形態＞
図１は、本発明の第１実施形態に係る生体情報測定装置１を被験者１００の手首に装着した状態を示す図である。また、図２は生体情報測定装置１の正面図であり、図３は生体情報測定装置１の背面図である。生体情報測定装置１は、被験者１００（生体）の生体情報を非侵襲に測定する測定機器である。生体情報測定装置１は、例えば図１に示すように、被験者１００の手首に装着される腕時計型のウェアラブル機器である。例えば、生体情報測定装置１は、光学式の血圧計であり、生体情報として、動脈硬化度（血管の硬化度）の他に脈波伝播速度や血圧を測定することができる。

図２および図３に示すように、生体情報測定装置１は、本体部１１と、ベルト１２とを備える。ベルト１２は、被験者１００の手首に巻回される。図２に示すように、本体部１１の正面（被験者１００の手首の表皮と接触する面とは反対側の面）には、表示部６０が設けられている。表示部６０には、例えば図２に示すように、生体情報測定装置１によって測定された被験者１００の生体情報（血圧，脈波伝播速度，動脈硬化度等）が表示される。本体部１１の側面には、２つの操作ボタン１３，１４が設けられている。被験者１００は、操作ボタン１３，１４を操作することで、例えば、生体情報の測定開始を指示したり、生体情報の測定に関する各種の設定等を行うことができる。また、図３に示すように、本体部１１の背面（被験者１００の手首の表皮と接触する面）には、照射部の一例であるレーザー発光部５１０と、検出部の一例であるレーザー受光部５２０とが設けられている。

図４は、生体情報測定装置１の内部構成を示すブロック図である。生体情報測定装置１は、例えば、操作ボタン１３，１４と、計時部２０と、記憶部３０と、制御部４０と、光学センサー５０と、表示部６０と、通信部７０とを備える。操作ボタン１３，１４は、操作信号を制御部４０に出力する。計時部２０は、発振回路や分周回路を備え、例えば、年，月，日，時，分，秒からなる時刻を計時する。記憶部３０は、例えば不揮発性の半導体メモリーを備え、制御部４０が実行するプログラムや、制御部４０が使用する各種のデータ等を記憶する。

制御部４０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）等の演算処理装置であり、生体情報測定装置１の全体を制御する。制御部４０は、記憶部３０に記憶されたプログラムを実行することで、生体情報の測定等に関する各種の処理を実行する。制御部４０は、照射制御部４１０と、演算部４２０とを備える。照射制御部４１０は、レーザー発光部５１０によるレーザー光の照射を制御する。演算部４２０は、レーザー受光部５２０から出力される受光信号Ｓ１を演算処理することで、被験者１００の生体情報を求める。演算部４２０が求める生体情報には、例えば、動脈硬化度，脈波伝播速度，血圧が含まれる。

なお、制御部４０の機能を複数の集積回路に分散した構成や、制御部４０の一部または全部の機能を専用の電子回路で実現した構成も採用され得る。また、図４では制御部４０と記憶部３０とを別体の要素として図示したが、記憶部３０を内包する制御部４０をＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等により実現することも可能である。

光学センサー５０は、レーザー発光部５１０と、レーザー受光部５２０とを備える。レーザー発光部５１０は、例えば半導体レーザーやレーザー駆動回路等を備え、照射制御部４１０の制御の下、測定波の一例であるレーザー光を被験者１００の手首に照射する。レーザー発光部５１０が照射するレーザー光は、共振器による共振を経て射出される狭帯域でコヒーレントな直進光である。例えば、レーザー発光部５１０が照射するレーザー光の波長は８５０ｎｍである。

レーザー受光部５２０は、例えば、フォトダイオード等の受光素子，増幅器，Ａ／Ｄ変換器等を備える。受光素子は、レーザー発光部５１０が照射するレーザー光の波長に対応する狭帯域のバンドパス特性を有し、該当する波長域の光のみを選択的に透過させ、それ以外の波長域の光（例えば太陽光や白色光等）をブロックする。レーザー受光部５２０は、被験者１００の生体内を通過してきたレーザー光を受光素子によって受光し、レーザー光の受光強度および周波数の時間変化を示す受光信号Ｓ１を生成して演算部４２０に出力する。

表示部６０は、例えば液晶ディスプレイや有機ＥＬ（ElectroLuminescence）ディスプレイである。表示部６０には、演算部４２０から出力された被験者１００の生体情報等が表示される（図２）。通信部７０は、例えばパーソナルコンピューターやスマートフォン等の外部機器９０との通信を制御する。例えば、通信部７０は、Bluetooth（登録商標），Wi-Fi，赤外線通信等の無線通信により外部機器９０と通信を行う。また、通信部７０は、通信ケーブルを介した有線通信により外部機器９０と通信を行うことも可能である。

図５は、ＬＤＦ法による生体情報の測定原理を説明するための模式図である。本体部１１の背面（レーザー発光部５１０の発光面およびレーザー受光部５２０の受光面）は、被験者１００の手首の表皮に密着している。レーザー発光部５１０が照射したレーザー光は、表皮を透過して被験者１００の手首の内部（生体内）に入射する。生体内に入射したレーザー光は、散乱・反射を繰り返しながら生体組織内に広がっていき、そのうちの一部がレーザー受光部５２０に到達し、受光素子によって受光される。

レーザー発光部５１０が照射したレーザー光の周波数をｆとしたとき、表皮，真皮，皮下組織等の静止組織によって散乱されたレーザー光は、周波数が変化しない。これに対し、血管１１０内を流れる赤血球等の血液細胞によって散乱されたレーザー光は、血液細胞の流速に応じた微少量の波長シフトΔｆを受けることに加え、流れている血液細胞の量に応じて光の強さが変化する。したがって、静止組織による周波数ｆの散乱光（レーザー光）と、血液細胞によりドップラーシフトが生じた周波数ｆ＋Δｆの散乱光（レーザー光）とが干渉する。

このためレーザー受光部５２０が生成する受光信号Ｓ１は、差周波Δｆの光ビート（うなり）が生じ、ＤＣ信号に光ビート周波数Δｆの強度変調信号が重畳されたような波形になる。このように受光信号Ｓ１は、光強度の揺らぎの速さ（周波数）と大きさ（振幅）が血液細胞の流速とその量に応じた波形になるので、受光信号Ｓ１を演算処理することで血流量や血液量等を求めることができる。また、以上の説明から明らかとなるように、受光信号Ｓ１は、被験者１００の生体内を通過してきたレーザー光の受光強度および周波数の時間変化を示す光ビート信号である。

また、レーザー受光部５２０に到達したレーザー光の伝播経路について、分布頻度の高い部分を模式的に示すと、図５に一点鎖線で示すバナナ形状の部分（２つの弧で挟まれた部分）になる。この通過領域ＯＰの深さ方向の幅Ｗは、中央付近が最も広くなる。また、測定深度Ｄ（レーザー発光部５１０が照射したレーザー光が到達可能な表皮からの深さ）は、レーザー発光部５１０とレーザー受光部５２０との離間距離Ｌが小さいほど浅く、大きいほど深い。したがって、測定対象となる血管１１０（例えば動脈）が通過領域ＯＰのうち深さ方向の幅Ｗが最も広くなる部分に収まるように、レーザー発光部５１０とレーザー受光部５２０との離間距離Ｌや本体部１１における両者の位置が決定される。

なお、図５に示した通過領域ＯＰは、あくまで便宜上のイメージに過ぎない。レーザー受光部５２０に到達したレーザー光の実際の伝播経路は、同図に示した通過領域ＯＰ内に限らず、様々な経路をとり得る。また、同図には、便宜上、１本の血管１１０しか図示していないが、実際には、レーザー受光部５２０に到達したレーザー光の伝播経路上に存在する全ての血管が測定対象になる。したがって、受光信号Ｓ１を演算処理することで求められる血流量や血液量は、レーザー受光部５２０が受光したレーザー光が到達している範囲内の生体組織における組織血流量や組織血液量になる。

図６は、第１実施形態に係る生体情報測定処理のフローチャートである。同図に示す処理は、例えば５分毎等、所定の時間が経過する都度、制御部４０によって実行される。なお、同図に示す処理は、例えば、被験者１００が操作ボタン１３，１４を操作して測定の開始を指示した場合や、計時部２０による計時時刻が予め設定された測定開始時刻になった場合等に実行される態様であってもよい。

図６の処理を開始すると、まず、制御部４０内の照射制御部４１０が、レーザー発光部５１０を制御してレーザー光の照射を開始する（ステップＳ１）。これにより被験者１００の手首にレーザー光が照射され、レーザー受光部５２０は、被験者１００の生体内を通過してきたレーザー光を受光し、受光したレーザー光に応じた受光信号Ｓ１を出力する。次に、制御部４０内の演算部４２０が、レーザー受光部５２０から出力される受光信号Ｓ１を取得する（ステップＳ２）。また、演算部４２０は、取得した受光信号Ｓ１（光ビート信号）に対して高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）による周波数解析処理を行って、パワースペクトルＰ（ｆ）を算出する（ステップＳ３）。

次に、演算部４２０は、算出したパワースペクトルＰ（ｆ）等を用いて［式１］から血流量Ｑの時間変化を求める（ステップＳ４）。

ここで、Ｋ_１は比例定数、ｆ_１，ｆ_２は遮断周波数、ｆはレーザー発光部５１０が照射したレーザー光の周波数、＜Ｉ^２＞は受光信号Ｓ１の全パワーである。

すなわち、ステップＳ４において、演算部４２０は、算出したパワースペクトルＰ（ｆ）に対して周波数ｆの重み付けを行い（ｆ・Ｐ（ｆ））、遮断周波数ｆ_１〜ｆ_２の範囲で積分を行って１次モーメントを求めた後、この１次モーメントに比例定数Ｋ_１をかけ、レーザー光の受光強度の違いに依存しないよう受光信号Ｓ１の全パワー＜Ｉ^２＞で規格化して血流量Ｑを算出する。また、演算部４２０は、例えば２０ミリ秒等、所定の周期で血流量Ｑを算出する。例えば、２０ミリ秒毎に算出した血流量Ｑの値を順次プロットしていくと、図７に示す血流波形Ｑ（ｔ）が生成される。この血流波形Ｑ（ｔ）は、血流量Ｑの時間変化を示す波形である。

また、演算部４２０は、ステップＳ４の処理と並行して、ステップＳ３で算出したパワースペクトルＰ（ｆ）等を用いて［式２］から血液量ＭＡＳＳの時間変化を求める（ステップＳ５）。

ここで、Ｋ_２は比例定数である。

すなわち、ステップＳ５において、演算部４２０は、算出したパワースペクトルＰ（ｆ）に対して遮断周波数ｆ_１〜ｆ_２の範囲で積分を行って１次モーメントを求めた後、この１次モーメントに比例定数Ｋ_２をかけ、レーザー光の受光強度の違いに依存しないよう受光信号Ｓ１の全パワー＜Ｉ^２＞で規格化して血液量ＭＡＳＳを算出する。また、演算部４２０は、例えば２０ミリ秒等、所定の周期で血液量ＭＡＳＳを算出する。このようにして求めた血液量ＭＡＳＳの時間変化は、血管断面積Ａの時間変化に相当する。例えば、２０ミリ秒毎に算出した血管断面積Ａ（血液量ＭＡＳＳ）の値を順次プロットしていくと、図７に示す波形Ａ（ｔ）が生成される。この波形Ａ（ｔ）は、血管断面積Ａの時間変化を示す波形である。

なお、血流量Ｑや血管断面積Ａ（血液量ＭＡＳＳ）の算出周期は、脈波の一拍に対して十分に小さい周期であれば、任意の時間長に定めることができる。また、演算部４２０は、例えば１ｋＨｚ毎に血流量Ｑや血管断面積Ａを算出した後、これを例えば５０Ｈｚ程度の周期で平滑化してもよい。

次に、演算部４２０は、ステップＳ４で求めた血流量Ｑの時間変化と、ステップＳ５で求めた血管断面積Ａの時間変化とを用いて、［式３］から脈波伝播速度ＰＷＶを求める（ステップＳ６）。

ところで、心臓の拍動により送り出された血液は、血管壁を押し広げながら末梢に向かって進行する。例えば、図１に示したように生体情報測定装置１を被験者１００の手首に装着した場合、生体情報測定装置１において観測される脈波は、心臓から送り出されて指先へと向かう途中で手首に到達した進行波と、手首を通過して指先で反射して戻ってきた反射波との合成波である。

このように脈波は、心臓から送り出されて末梢へと向かう順行性の進行波と、進行波の一部が末梢等で反射して生じる逆行性の反射波との合成波であるが、これと同様に血流量Ｑの時間変化を示す血流波形Ｑ（ｔ）も、進行波に起因する順行性の血流量Ｑ_ｆの時間変化を示す波形（血流進行波／進行波成分の波形）と、反射波に起因する逆行性の血流量Ｑ_ｂの時間変化を示す波形（血流反射波／反射波成分の波形）との合成波であり、血流進行波をＱ_ｆ（ｔ）、血流反射波をＱ_ｂ（ｔ）としたとき、Ｑ（ｔ）＝Ｑ_ｆ（ｔ）−Ｑ_ｂ（ｔ）となる。

また、血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）は［式４］で表すことができ、血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）は［式５］で表すことができる。

ここで、ｑ（ｔ）は時刻ｔにおける血流量Ｑの測定値、ｑ（０）は血流量Ｑの最低値、ａ（ｔ）は時刻ｔにおける血管断面積Ａの測定値、ａ（０）は血管断面積Ａの最低値である。

したがって、演算部４２０は、ステップＳ４で求めた血流量Ｑの時間変化と、ステップＳ５で求めた血管断面積Ａの時間変化と、ステップＳ６で求めた脈波伝播速度ＰＷＶとを用いて、上述した［式４］および［式５］から、血流波形Ｑ（ｔ）を血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）と血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）とに分離する（ステップＳ７）。

なお、［式４］および［式５］において、“ＰＷＶ”は［式３］より“ｄＱ／ｄＡ”に置換可能である。したがって、演算部４２０は、ステップＳ６でわざわざ脈波伝播速度ＰＷＶを求めなくても、血流量Ｑの時間変化と血管断面積Ａの時間変化とを用いて、血流波形Ｑ（ｔ）を血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）と血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）とに分離することができる。また、以上の［式３］〜［式５］より明らかとなるように、測定部位が１箇所の場合、演算部４２０は、血流量Ｑの時間変化と血管断面積Ａの時間変化という２つの物理量を受光信号Ｓ１から求めることで、血流波形Ｑ（ｔ）を血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）と血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）とに分離することができる。

例えば２０ミリ秒毎に［式４］を用いて血流進行波Ｑ_ｆの振幅値を求め、これを順次プロットしていくと図７に示す血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）が生成される。同様に、例えば２０ミリ秒毎に［式５］を用いて血流反射波Ｑ_ｂの振幅値を求め、これを順次プロットしていくと図７に示す血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）が生成される。なお、図７に示す血流波形Ｑ（ｔ）、血管断面積Ａの時間変化を示す波形Ａ（ｔ）、血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）および血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）は、おおむね脈波の一拍分に相当する。

次に、演算部４２０は、ステップＳ７で分離した血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）と血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）とを用いて動脈硬化度を求める（ステップＳ８）。例えば、分離した２つの波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）を用いて動脈硬化度を求める方法は、以下の通りである。

（１） 分離した２つの波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）のピーク値を用いる。
血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）の振幅は、末梢血管の抵抗によって大きさが変化し、血管壁が硬いほど大きくなる。したがって、例えば図８に示すように、血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）のピーク値であるＱ_ｆＭＡＸの絶対値と、血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）のピーク値であるＱ_ｂＭＡＸの絶対値との比（｜Ｑ_ｂＭＡＸ｜／｜Ｑ_ｆＭＡＸ｜）から、動脈硬化度を求めることができる。この場合、比の値が１に近いほど、血管壁が硬く動脈硬化度が大きい。なお、比の代わりに、Ｑ_ｆＭＡＸの絶対値とＱ_ｂＭＡＸの絶対値との差や和から動脈硬化度を求めてもよい。

（２）分離した２つの波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）の時間積分値を用いる。
上述したように血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）の振幅は、血管壁が硬いほど大きくなる。したがって、血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）の時間積分値（面積）と、血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）の時間積分値（面積）との比や、両波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）の時間積分値の差や和から、動脈硬化度を求めることができる。

（３）分離した２つの波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）の時間差を用いる。
血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）は、血管壁が硬いほど速く伝達する。したがって、例えば図８に示すように、血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）のピーク値Ｑ_ｆＭＡＸと、血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）のピーク値Ｑ_ｂＭＡＸとの時間差Δｔ１から、動脈硬化度を求めることができる。この場合、時間差Δｔ１が小さいほど、血管壁が硬く動脈硬化度が大きい。また、例えば図８に示すように、血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）が立ち上がるタイミングと、血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）が立ち下がるタイミングとの時間差Δｔ２から、動脈硬化度を求めてもよい。

なお、分離した２つの波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）の時間差から動脈硬化度を求める場合、前述した［式４］および［式５］において、ｑ（０）は、血流量Ｑの最低値ではなく血流量Ｑの平均値であってもよく、同様にａ（０）は、血管断面積Ａの最低値ではなく血管断面積Ａの平均値であってもよい。また、上述した（１）〜（３）のいずれの場合も、動脈硬化度を求める周期は、脈波の一拍分に相当する期間より大きければよい。

また、動脈硬化度は、例えば図２に示したように“Good”，“Normal”，“Bad”といった３段階の指標で表すことができる。この場合、例えば、“Good”，“Normal”，“Bad”の各々に対し、上述した（１）〜（３）の方法によって実際に算出される動脈硬化度の数値範囲を定めたデータテーブルを記憶部３０に記憶しておき、このデータテーブルを参照して動脈硬化度の指標を決定すればよい。また、演算部４２０は、分離した２つの波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）の他に、被験者１００の性別や年齢等を考慮して動脈硬化度を求めてもよい。

次に、演算部４２０は、ステップＳ６で求めた脈波伝播速度ＰＷＶに加え、ステップＳ５で求めた血管断面積Ａの時間変化等を用いて、［式６］から血圧を求める（ステップＳ９）。なお、ステップＳ９では、血圧として、Ｐ（ｔ）で表される血圧の時間変化を求めてもよいし、最大血圧（収縮期血圧）と最小血圧（拡張期血圧）とを求めてもよい。

ここで、ｐは平均動脈圧、ρは血液の質量密度（固定値）、ａは血管断面積の時間平均である。

この後、制御部４０は、ステップＳ８で求めた動脈硬化度と、ステップＳ６で求めた脈波伝播速度ＰＷＶと、ステップＳ９で求めた血圧（例えば最大血圧および最小血圧）とを、表示を指示する指令と共に表示部６０に出力し（ステップＳ１０）、生体情報測定処理を終える。これにより、例えば図２に示したように、動脈硬化度の他に脈波伝播速度ＰＷＶや血圧が表示部６０に表示される。

以上説明したように本実施形態によれば、生体情報測定装置１は、受光信号Ｓ１から求めた血流量Ｑの時間変化および血管断面積Ａの時間変化を用いて、血流波形Ｑ（ｔ）を血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）と血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）とに分離し、分離した２つの波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）から動脈硬化度を求める。ここで、血流量Ｑの時間変化および血管断面積Ａの時間変化は、どちらもレーザー受光部５２０から出力される受光信号Ｓ１から求めたものであり、被験者１００から直接測定して得られた物理量である。したがって、特許文献１，２の場合に比べ、動脈硬化度を精度よく求めることができる。また、生体情報測定装置１は、測定波としてレーザー光を用いているので、動脈硬化度を非侵襲に求めることができることに加え、カフ等を用いて測定部位（手首）を加圧することもない。よって、本実施形態に係る生体情報測定装置１によれば、非侵襲かつ非加圧で動脈硬化度を精度よく求めることができる。

また、本実施形態によれば、生体情報測定装置１は、レーザー光を用いたＬＤＦ法による測定によって、血流波形Ｑ（ｔ）を分離するために用いる血流量Ｑの時間変化と血管断面積Ａの時間変化の両方を求めることができる。また、生体情報測定装置１は、被験者１００の生体情報として、動脈硬化度の他に脈波伝搬速度や血圧を求めることができ、これらの生体情報を長時間にわたって連続して測定することが可能である。

＜第２実施形態＞
図９は、本発明の第２実施形態に係る生体情報測定装置２の内部構成を示すブロック図である。本実施形態において、第１実施形態と共通する要素には、第１実施形態で使用した符号を付して説明を適宜省略する。第２実施形態に係る生体情報測定装置２は、“血管断面積Ａの時間変化”の求め方が第１実施形態で説明した手法とは異なる。また、第２実施形態に係る生体情報測定装置２は、被験者１００の生体情報として容積脈波を測定することができる。以上の２点を除く他の部分については第１実施形態に係る生体情報測定装置１と同じであり、図９に示す生体情報測定装置２において、図４に示した生体情報測定装置１と異なるのは、演算部４２２のみである。

したがって、本実施形態に係る生体情報測定装置２においても、レーザー発光部５１０は、被験者１００の手首にレーザー光を照射する。また、レーザー受光部５２０は、被験者１００の生体内を通過してきたレーザー光を受光し、光ビート信号である受光信号Ｓ１を生成して演算部４２２に出力する。

図１０は、第２実施形態に係る生体情報測定処理のフローチャートである。同図に示す処理が制御部４０によって実行される契機は、第１実施形態で説明した図６の処理と同じである。図１０の処理を開始すると、まず、制御部４０内の照射制御部４１０が、レーザー発光部５１０を制御してレーザー光の照射を開始する（ステップＳ２１）。また、制御部４０内の演算部４２２が、レーザー受光部５２０から出力される受光信号Ｓ１を取得する（ステップＳ２２）。

次に、演算部４２２は、取得した受光信号Ｓ１（光ビート信号）に対して高速フーリエ変換による周波数解析処理を行ってパワースペクトルＰ（ｆ）を算出する（ステップＳ２３）。また、演算部４２２は、算出したパワースペクトルＰ（ｆ）等を用いて第１実施形態で説明した［式１］から血流量Ｑの時間変化を求める（ステップＳ２４）。以上のステップＳ２１〜Ｓ２４に示す処理は、第１実施形態で説明したステップＳ１〜Ｓ４の処理と同じである。

また、演算部４２２は、ステップＳ２３，Ｓ２４の処理と並行して、容積脈波を検出する処理（ステップＳ２５）と、血管断面積Ａの時間変化を求める処理（ステップＳ２６）とを行う。まず、容積脈波を検出する処理について説明すると、第１実施形態でも述べたように、血管１１０内を流れる赤血球等の血液細胞によって散乱されたレーザー光は、血液細胞の流速に応じたドップラーシフトを受けるだけでなく、流れている血液細胞の量に応じて光の強さが変化する。

つまり、生体内に照射されたレーザー光は、その一部が血管１１０内を流れる血液細胞（主にヘモグロビン）によって吸収される。また、血管１１０は、心拍と同等の周期で膨張および収縮を繰り返す。したがって、膨張時と収縮時とで血管１１０内の血液細胞の量が異なるので、レーザー受光部５２０が受光するレーザー光の強度は、血管１１０の脈動に応じて周期的に変動し、この変動成分が受光信号Ｓ１にも含まれる。

また、ステップＳ２３でパワースペクトルＰ（ｆ）を算出する場合、演算部４２２は、例えば２０ミリ秒等、所定の時間長を有する複数の区間に受光信号Ｓ１を分割し、分割した区間毎に高速フーリエ変換を行う。演算部４２２は、例えば、高速フーリエ変換を行うために分割した区間毎に、この区間内における受光信号Ｓ１の全パワー＜Ｉ^２＞を［式７］から算出する。これにより、例えば２０ミリ秒毎に受光信号Ｓ１の全パワー＜Ｉ^２＞が算出されるので、受光信号Ｓ１の全パワー＜Ｉ^２＞の時間変化が求められる（ステップＳ２５）。

ここで、Ｉは受光素子が受光したレーザー光の強度（受光強度）である。

このステップＳ２５で求めた受光信号Ｓ１の全パワー＜Ｉ^２＞の時間変化は、被験者１００の手首の容積脈波に相当する。例えば、各区間毎に算出した受光信号Ｓ１の全パワー＜Ｉ^２＞の値を順次プロットしていくと、図１１に示す容積脈波ＰＧ（ｔ）の波形が生成される。なお、同図に示す血流波形Ｑ（ｔ）は、ステップＳ２４で求めた血流量Ｑの時間変化をグラフ化したものである。この図１１に示す容積脈波ＰＧ（ｔ）と血流波形Ｑ（ｔ）は、おおむね脈波の一拍分に相当する。

次に、血管断面積Ａの時間変化を求める処理について説明すると、演算部４２２は、例えば、高速フーリエ変換を行うために分割した区間毎に、ランベルト・ベールの法則を利用して［式８］から血管径ｄを算出し、これを［式９］に代入することで血管断面積Ａを算出する。これにより、例えば２０ミリ秒毎に血管断面積Ａが算出されるので、血管断面積Ａの時間変化が求められる（ステップＳ２６）。

ここで、ｋは血液の吸光係数、Ｉ_０はレーザー発光部５１０が照射したレーザー光の強度（照射強度）である。

なお、本実施形態においても、血流量Ｑや血管断面積Ａの算出周期は、２０ミリ秒に限らず、脈波の一拍に対して十分に小さい周期であれば、任意の時間長に定めることができる。

以降、ステップＳ２７〜Ｓ３１に示す処理は、第１実施形態で説明したステップＳ６〜Ｓ１０の処理と同様である。すなわち、演算部４２２は、ステップＳ２４で求めた血流量Ｑの時間変化と、ステップＳ２６で求めた血管断面積Ａの時間変化とを用いて、第１実施形態で説明した［式３］から脈波伝播速度ＰＷＶを求める（ステップＳ２７）。

また、演算部４２２は、ステップＳ２４で求めた血流量Ｑの時間変化と、ステップＳ２６で求めた血管断面積Ａの時間変化と、ステップＳ２７で求めた脈波伝播速度ＰＷＶとを用いて、第１実施形態で説明した［式４］および［式５］から、血流波形Ｑ（ｔ）を血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）と血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）とに分離する（ステップＳ２８）。また、演算部４２２は、分離した２つの波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）を用いて動脈硬化度を求める（ステップＳ２９）。

また、演算部４２２は、第１実施形態で説明した［式６］を用いて血圧を求める（ステップＳ３０）。血圧Ｐ（ｔ）の波形の一例を図１２に示す。同図に示す血圧Ｐ（ｔ）の波形も、おおむね脈波の一拍分に相当する。この後、制御部４０は、演算部４２２が求めた動脈硬化度，脈波伝播速度ＰＷＶ，血圧を、表示を指示する指令と共に表示部６０に出力し（ステップＳ３１）、生体情報測定処理を終える。なお、容積脈波ＰＧ（ｔ），血流波形Ｑ（ｔ），血圧Ｐ（ｔ）等の波形を表示部６０に表示してもよい。

以上説明したように本実施形態によれば、第１実施形態と同様の効果を奏することに加え、被験者１００の生体情報として容積脈波を測定することができる。すなわち、第２実施形態に係る生体情報測定装置２は、レーザー光を用いたＬＤＦ法による測定によって、動脈硬化度，脈波伝播速度，血圧の他に容積脈波を測定することができる。また、これらの生体情報を１種類の光学センサー５０（レーザー発光部５１０およびレーザー受光部５２０）で同時に測定することが可能である。

＜第３実施形態＞
図１３は、本発明の第３実施形態に係る生体情報測定装置３の内部構成を示すブロック図である。本実施形態においても第１実施形態と共通する要素には、第１実施形態で使用した符号を付して説明を適宜省略する。第３実施形態に係る生体情報測定装置３は、レーザー光の代わりにＬＥＤ（Light Emitting Diode）光を用いて被験者１００の生体情報を測定する。図１３に示す生体情報測定装置３において、図４に示した生体情報測定装置１と異なるのは、照射制御部４１２と、光学センサー５２（ＬＥＤ発光部５１２およびＬＥＤ受光部５２２）と、受光信号Ｓ２と、演算部４２４である。

照射制御部４１２は、ＬＥＤ発光部５１２によるＬＥＤ光の照射を制御する。ＬＥＤ発光部５１２は、例えばＬＥＤを備え、照射制御部４１２の制御の下、測定波の一例であるＬＥＤ光を被験者１００の手首に照射する。ＬＥＤ発光部５１２が照射するＬＥＤ光は、第１実施形態で説明したレーザー光と比較して広帯域でインコヒーレントな光であり、非レーザー光の一例である。例えば、ＬＥＤ発光部５１２が照射するＬＥＤ光の波長は５３５ｎｍである。

ＬＥＤ受光部５２２は、例えば、フォトダイオード等の受光素子，増幅器，Ａ／Ｄ変換器等を備える。受光素子は、ＬＥＤ発光部５１２が照射するＬＥＤ光の波長に対応するバンドパス特性を有し、該当する波長域の光のみを選択的に透過させ、それ以外の波長域の光をブロックする。ＬＥＤ受光部５２２は、被験者１００の生体内を通過してきたＬＥＤ光を受光素子によって受光し、ＬＥＤ光の受光強度の時間変化を示す受光信号Ｓ２を生成して演算部４２４に出力する。演算部４２４は、ＬＥＤ受光部５２２から出力される受光信号Ｓ２を演算処理することで、被験者１００の生体情報を求める。

なお、ＬＥＤ発光部５１２が照射したＬＥＤ光についても、表皮を透過して被験者１００の生体内に入射した後、生体組織内において散乱・反射を繰り返しながら広がっていき、そのうちの一部がＬＥＤ受光部５２２に到達し、受光素子によって受光される。また、生体内に入射したＬＥＤ光は、その一部が血管１１０内を流れる血液細胞（主にヘモグロビン）によって吸収される。血管１１０内の血液細胞の量は、血管１１０の膨張時と収縮時とで異なるので、ＬＥＤ受光部５２２が生成する受光信号Ｓ２は、血管１１０の脈動に応じて振幅が周期的に変動する。

図１４は、第３実施形態に係る生体情報測定処理のフローチャートである。同図に示す処理が制御部４０によって実行される契機は、第１実施形態で説明した図６の処理と同じである。図１４の処理を開始すると、まず、制御部４０内の照射制御部４１２が、ＬＥＤ発光部５１２を制御してＬＥＤ光の照射を開始する（ステップＳ４１）。これにより被験者１００の手首にＬＥＤ光が照射され、ＬＥＤ受光部５２２は、被験者１００の生体内を通過してきたＬＥＤ光を受光し、受光したＬＥＤ光に応じた受光信号Ｓ２を出力する。また、制御部４０内の演算部４２４が、ＬＥＤ受光部５２２から出力される受光信号Ｓ２を取得する（ステップＳ４２）。

次に、演算部４２４は、取得した受光信号Ｓ２を、例えば２０ミリ秒等、所定の時間長を有する複数の区間に分割する。また、演算部４２４は、分割した区間毎に、この区間内における受光信号Ｓ２の全パワー＜Ｉ^２＞を第２実施形態で説明した［式７］を用いて算出する。これにより、例えば２０ミリ秒毎に受光信号Ｓ２の全パワー＜Ｉ^２＞が算出されるので、受光信号Ｓ２の全パワー＜Ｉ^２＞の時間変化が求められる（ステップＳ４３）。この受光信号Ｓ２の全パワー＜Ｉ^２＞の時間変化は、容積脈波に相当する。例えば、各区間毎に算出した受光信号Ｓ２の全パワー＜Ｉ^２＞の値を順次プロットしていくと、図１１に示した容積脈波ＰＧ（ｔ）の波形が生成される。

また、ステップＳ４３で求めた受光信号Ｓ２の全パワー＜Ｉ^２＞の時間変化は、血液の体積Ｖの時間変化にも相当する。したがって、演算部４２４は、ステップＳ４３で求めた受光信号Ｓ２の全パワー＜Ｉ^２＞の時間変化（＝血液の体積Ｖの時間変化（Ｖ（ｔ））を用いて、［式１０］から血流量Ｑの時間変化を求める（ステップＳ４４）。すなわち、演算部４２４は、例えば２０ミリ秒毎に、血液の体積Ｖ［ｍ^３］を時間微分し、体積速度である血流量Ｑ［ｍ^３／ｓ］を算出する。

また、演算部４２４は、ステップＳ４４の処理と並行して、第２実施形態で説明した［式８］および［式９］を用いて血管断面積Ａの時間変化を求める（ステップＳ４５）。すなわち、演算部４２４は、例えば２０ミリ秒毎に、ランベルト・ベールの法則を利用して［式８］から血管径ｄを算出し、これを［式９］に代入することで血管断面積Ａを算出する。なお、本実施形態においても、血流量Ｑや血管断面積Ａの算出周期は、２０ミリ秒に限らず、脈波の一拍に対して十分に小さい周期であれば、任意の時間長に定めることができる。

以降、ステップＳ４６〜Ｓ５０に示す処理は、第１実施形態で説明したステップＳ６〜Ｓ１０の処理と同様である。すなわち、演算部４２４は、ステップＳ４４で求めた血流量Ｑの時間変化と、ステップＳ４５で求めた血管断面積Ａの時間変化とを用いて、第１実施形態で説明した［式３］から脈波伝播速度ＰＷＶを求める（ステップＳ４６）。

また、演算部４２４は、ステップＳ４４で求めた血流量Ｑの時間変化と、ステップＳ４５で求めた血管断面積Ａの時間変化と、ステップＳ４６で求めた脈波伝播速度ＰＷＶとを用いて、第１実施形態で説明した［式４］および［式５］から、血流波形Ｑ（ｔ）を血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）と血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）とに分離する（ステップＳ４７）。また、演算部４２４は、分離した２つの波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）を用いて動脈硬化度を求める（ステップＳ４８）。

また、演算部４２４は、第１実施形態で説明した［式６］を用いて血圧を求める（ステップＳ４９）。この後、制御部４０は、演算部４２４が求めた動脈硬化度，脈波伝播速度ＰＷＶ，血圧を、表示を指示する指令と共に表示部６０に出力し（ステップＳ５０）、生体情報測定処理を終える。なお、第２実施形態の場合と同様に、容積脈波ＰＧ（ｔ），血流波形Ｑ（ｔ），血圧Ｐ（ｔ）等の波形を表示部６０に表示してもよい。

以上説明したように本実施形態に係る生体情報測定装置３においても、血流波形Ｑ（ｔ）を分離するために用いる血流量Ｑの時間変化および血管断面積Ａの時間変化は、どちらもＬＥＤ受光部５２２から出力される受光信号Ｓ２から求めたものであり、被験者１００から直接測定して得られた物理量である。したがって、特許文献１，２の場合に比べ、動脈硬化度を精度よく求めることができる。また、生体情報測定装置３は、測定波としてＬＥＤ光を用いているので、動脈硬化度を非侵襲に求めることができることに加え、カフ等を用いて測定部位（手首）を加圧することもない。よって、非侵襲かつ非加圧で動脈硬化度を精度よく求めることができる。

また、本実施形態によれば、生体情報測定装置３は、ＬＥＤ光を用いた測定によって、血流波形Ｑ（ｔ）を分離するために用いる血流量Ｑの時間変化と血管断面積Ａの時間変化の両方を求めることができる。また、生体情報測定装置３は、被験者１００の生体情報として、動脈硬化度の他に脈波伝搬速度，血圧，容積脈波を求めることができ、これらの生体情報を１種類の光学センサー５２（ＬＥＤ発光部５１２およびＬＥＤ受光部５２２）で同時に測定することができる。また、これらの生体情報を長時間にわたって連続して測定することが可能である。

＜第４実施形態＞
図１５は、本発明の第４実施形態に係る生体情報測定装置４の内部構成を示すブロック図である。本実施形態において、第１実施形態や第３実施形態と共通する要素には、これらの実施形態で使用した符号を付して説明を適宜省略する。第４実施形態に係る生体情報測定装置４は、レーザー光とＬＥＤ光の両方を用いて被験者１００の生体情報を測定する。図１５に示す生体情報測定装置４において、図４に示した生体情報測定装置１と異なるのは、照射制御部４１４と、光学センサー５０，５２（レーザー発光部５１０、ＬＥＤ発光部５１２、レーザー受光部５２０およびＬＥＤ受光部５２２）と、受光信号Ｓ１，Ｓ２と、演算部４２６である。

なお、図１５において、レーザー発光部５１０およびレーザー受光部５２０が光学センサー５０を構成し、ＬＥＤ発光部５１２およびＬＥＤ受光部５２２が光学センサー５２を構成する。また、本実施形態において、光学センサー５０（レーザー発光部５１０およびレーザー受光部５２０）は、第１実施形態で説明した光学センサー５０（レーザー発光部５１０およびレーザー受光部５２０）と同じであり、光学センサー５２（ＬＥＤ発光部５１２およびＬＥＤ受光部５２２）は、第３実施形態で説明した光学センサー５２（ＬＥＤ発光部５１２およびＬＥＤ受光部５２２）と同じである。

レーザー発光部５１０は、第１照射部の一例であり、第１実施形態で説明したレーザー発光部５１０である。このレーザー発光部５１０は、照射制御部４１４の制御の下、レーザー光を被験者１００の手首に照射する。レーザー受光部５２０は、第１検出部の一例であり、第１実施形態で説明したレーザー受光部５２０である。このレーザー受光部５２０は、被験者１００の生体内を通過してきたレーザー光を受光し、レーザー光の受光強度および周波数の時間変化を示す受光信号Ｓ１（光ビート信号）を生成して演算部４２６に出力する。

ＬＥＤ発光部５１２は、第２照射部の一例であり、第３実施形態で説明したＬＥＤ発光部５１２である。このＬＥＤ発光部５１２は、照射制御部４１４の制御の下、ＬＥＤ光を被験者１００の手首に照射する。ＬＥＤ受光部５２２は、第２検出部の一例であり、第３実施形態で説明したＬＥＤ受光部５２２である。このＬＥＤ受光部５２２は、被験者１００の生体内を通過してきたＬＥＤ光を受光し、ＬＥＤ光の受光強度の時間変化を示す受光信号Ｓ２を生成して演算部４２６に出力する。

照射制御部４１４は、レーザー発光部５１０によるレーザー光の照射と、ＬＥＤ発光部５１２によるＬＥＤ光の照射とを制御する。また、演算部４２６は、レーザー受光部５２０から出力される受光信号Ｓ１と、ＬＥＤ受光部５２２から出力される受光信号Ｓ２とを演算処理することで、被験者１００の生体情報を求める。

図１６は、光学センサー５０，５２の配置を示す図である。レーザー受光部５２０に到達したレーザー光の伝播経路について、分布頻度の高い部分を模式的に示すと、同図に一点鎖線で示すバナナ形状の部分（ＯＰ１）になる。同様に、ＬＥＤ受光部５２２に到達したＬＥＤ光の伝播経路について、分布頻度の高い部分を模式的に示すと、同図に点線で示すバナナ形状の部分（ＯＰ２）になる。レーザー光の通過領域ＯＰ１のうち深さ方向の幅が最も広くなる中央付近の部分と、ＬＥＤ光の通過領域ＯＰ２のうち深さ方向の幅が最も広くなる中央付近の部分とが重なり、かつ両者の重なる部分に測定対象となる血管１１０が収まるように、レーザー発光部５１０、レーザー受光部５２０、ＬＥＤ発光部５１２およびＬＥＤ受光部５２２の位置が決定される。

なお、図１６に示した通過領域ＯＰ１，ＯＰ２についても、あくまで便宜上のイメージに過ぎない。レーザー受光部５２０に到達したレーザー光の実際の伝播経路は、同図に示した通過領域ＯＰ１内に限らず、様々な経路をとり得る。同様に、ＬＥＤ受光部５２２に到達したＬＥＤ光の実際の伝播経路についても、同図に示した通過領域ＯＰ２内に限らず、様々な経路をとり得る。また、同図には、便宜上、１本の血管１１０しか図示していないが、実際には、レーザー受光部５２０に到達したレーザー光の伝播経路上や、ＬＥＤ受光部５２２に到達したＬＥＤ光の伝播経路上に存在する全ての血管が測定対象になる。

図１７は、第４実施形態に係る生体情報測定処理のフローチャートである。同図に示す処理が制御部４０によって実行される契機は、第１実施形態で説明した図６の処理と同じである。図１７の処理を開始すると、まず、制御部４０内の照射制御部４１４が、レーザー発光部５１０を制御してレーザー光の照射を開始すると共に、ＬＥＤ発光部５１２を制御してＬＥＤ光の照射を開始する（ステップＳ６１）。これにより被験者１００の手首にレーザー光とＬＥＤ光が照射される。レーザー受光部５２０は、被験者１００の生体内を通過してきたレーザー光を受光し、受光したレーザー光に応じた受光信号Ｓ１を出力する。また、ＬＥＤ受光部５２２は、被験者１００の生体内を通過してきたＬＥＤ光を受光し、受光したＬＥＤ光に応じた受光信号Ｓ２を出力する。また、制御部４０内の演算部４２６が、レーザー受光部５２０から出力される受光信号Ｓ１と、ＬＥＤ受光部５２２から出力される受光信号Ｓ２とを取得する（ステップＳ６２）。

次に、演算部４２６は、取得した受光信号Ｓ１（光ビート信号）に対して高速フーリエ変換による周波数解析処理を行ってパワースペクトルＰ（ｆ）を算出する（ステップＳ６３）。また、演算部４２６は、算出したパワースペクトルＰ（ｆ）等を用いて第１実施形態で説明した［式１］から血流量Ｑの時間変化を求める（ステップＳ６４）。このステップＳ６３，Ｓ６４に示す処理は、第１実施形態で説明したステップＳ３，Ｓ４の処理と同じである。

また、演算部４２６は、ステップＳ６３，Ｓ６４の処理と並行して、例えば２０ミリ秒等、所定の周期毎に、第２実施形態で説明した［式７］を用いて受光信号Ｓ２の全パワー＜Ｉ^２＞を算出し、受光信号Ｓ２の全パワー＜Ｉ^２＞の時間変化を求める（ステップＳ６５）。また、演算部４２６は、例えば２０ミリ秒等、所定の周期毎に、第２実施形態で説明した［式８］および［式９］を用いて血管断面積Ａを算出し、血管断面積Ａの時間変化を求める（ステップＳ６６）。このステップＳ６５，Ｓ６６に示す処理は、第３実施形態で説明したステップＳ４３，Ｓ４５の処理と同じである。

このように本実施形態では、レーザー光を用いたＬＤＦ法による測定によって血流量Ｑの時間変化を求める一方、ＬＥＤ光を用いた容積脈波の測定から血管断面積Ａの時間変化を求める。なお、本実施形態においても、血流量Ｑや血管断面積Ａの算出周期は、２０ミリ秒に限らず、脈波の一拍に対して十分に小さい周期であれば、任意の時間長に定めることができる。

以降、ステップＳ６７〜Ｓ７１に示す処理は、第１実施形態で説明したステップＳ６〜Ｓ１０の処理と同様である。すなわち、演算部４２６は、ステップＳ６４で求めた血流量Ｑの時間変化と、ステップＳ６６で求めた血管断面積Ａの時間変化とを用いて、第１実施形態で説明した［式３］から脈波伝播速度ＰＷＶを求める（ステップＳ６７）。

また、演算部４２６は、ステップＳ６４で求めた血流量Ｑの時間変化と、ステップＳ６６で求めた血管断面積Ａの時間変化と、ステップＳ６７で求めた脈波伝播速度ＰＷＶとを用いて、第１実施形態で説明した［式４］および［式５］から、血流波形Ｑ（ｔ）を血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）と血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）とに分離する（ステップＳ６８）。また、演算部４２６は、分離した２つの波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）を用いて動脈硬化度を求める（ステップＳ６９）。

また、演算部４２６は、第１実施形態で説明した［式６］を用いて血圧を求める（ステップＳ７０）。この後、制御部４０は、演算部４２６が求めた動脈硬化度，脈波伝播速度ＰＷＶ，血圧を、表示を指示する指令と共に表示部６０に出力し（ステップＳ７１）、生体情報測定処理を終える。なお、第２実施形態の場合と同様に、容積脈波ＰＧ（ｔ），血流波形Ｑ（ｔ），血圧Ｐ（ｔ）等の波形を表示部６０に表示してもよい。

以上説明したように本実施形態によれば、生体情報測定装置４は、レーザー光を用いたＬＤＦ法による測定によって血流量Ｑの時間変化を求める一方、ＬＥＤ光を用いた容積脈波の測定から血管断面積Ａの時間変化を求める。ここで、血流量Ｑの時間変化は、レーザー光を用いたＬＤＦ法による測定によって求めた方が、ＬＥＤ光を用いた容積脈波の測定から求める場合よりも正確に求めることができる。一方、血管断面積Ａの時間変化は、レーザー光を用いたＬＤＦ法による測定によって求める場合よりも、ＬＥＤ光を用いた容積脈波の測定から求めた方が正確に求めることができる。

したがって、本実施形態によれば、２種類の光学センサー５０，５２を備える必要があるものの、第１〜第３実施形態に係る生体情報測定装置１〜３と比較した場合に、血流波形Ｑ（ｔ）を分離するために用いる血流量Ｑの時間変化および血管断面積Ａの時間変化をより正確に求めることができるので、動脈硬化度の算出精度を高めることができる。

また、本実施形態によれば、同じ部位（手首）から求めた血流量Ｑの時間変化および血管断面積Ａの時間変化を用いて血流波形Ｑ（ｔ）を分離し、動脈硬化度を求めるので、局部の動脈硬化度を正確に求めることができる。また、レーザー光を照射して血流量Ｑの時間変化を測定する部位と、ＬＥＤ光を照射して血管断面積Ａの時間変化を測定する部位とを同じにすることで、同じでない場合に比べ、生体情報測定装置４を小型化することができる。

＜変形例＞
以上に例示した各実施形態は多様に変形され得る。具体的な変形の態様を以下に例示する。なお、以下の例示から任意に選択された２以上の態様は、相互に矛盾しない範囲で適宜組み合わせることができる。

（１）上述した各実施形態では、血流波形Ｑ（ｔ）を血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）と血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）とに分離して動脈硬化度を求めたが、血流波形Ｑ（ｔ）の代わりに血管断面積Ａの時間変化を示す波形Ａ（ｔ）を分離して動脈硬化度を求めてもよい。血管断面積Ａの時間変化（変動）は、進行波による変動と反射波による変動とを重ね合わせたものである。したがって、血管断面積Ａの時間変化を示す波形Ａ（ｔ）も、進行波による変動を示す波形（進行波成分の波形Ａ_ｆ（ｔ））と、反射波による変動を示す波形（反射波成分の波形Ａ_ｂ（ｔ））との合成波であり、Ａ（ｔ）＝Ａ_ｆ（ｔ）＋Ａ_ｂ（ｔ）となる。

また、進行波成分の波形Ａ_ｆ（ｔ）は［式１１］で表すことができ、反射波成分の波形Ａ_ｂ（ｔ）は［式１２］で表すことができる。

この場合も、［式１１］および［式１２］において、“ＰＷＶ”は［式３］より“ｄＱ／ｄＡ”に置換可能であるから、血流量Ｑの時間変化および血管断面積Ａの時間変化を用いて、上述した［式１１］および［式１２］から、血管断面積Ａの時間変化を示す波形Ａ（ｔ）を進行波成分の波形Ａ_ｆ（ｔ）と反射波成分の波形Ａ_ｂ（ｔ）とに分離することができる。例えば、第１実施形態の場合を例に説明すると、演算部４２０は、ステップＳ７で、［式４］および［式５］の代わりに［式１１］および［式１２］を用いてＡ（ｔ）をＡ_ｆ（ｔ）とＡ_ｂ（ｔ）とに分離する。また、演算部４２０は、ステップＳ８で、分離した２つの波形Ａ_ｆ（ｔ），Ａ_ｂ（ｔ）のピーク値，時間積分値，時間差等を用いて動脈硬化度を求める。

（２）第１実施形態の場合を例に説明すると、生体情報測定装置１は、図１に示したように本体部１１が手のひら側に位置するように手首に装着されてもよいし、本体部１１が手の甲側に位置するように手首に装着されてもよい。また、レーザー発光部５１０とレーザー受光部５２０の一方以上を本体部１１ではなくベルト１２の内周面に設けてもよい。さらに、生体情報測定装置１は、既存の腕時計のベルトに装着可能なウェアラブル機器であってもよい。これらの変形は、第２〜第４実施形態で説明した生体情報測定装置２〜４についても同様である。

（３）生体情報測定装置１〜４は、メモリーカード等の小型の記録メディア用のリーダーライターを備え、記録メディアを介して外部機器９０とデータを交換可能な構成であってもよい。

（４）第１実施形態の場合を例に説明すると、生体情報測定装置１（図４）において、操作ボタン１３，１４や計時部２０や通信部７０は必須の構成要素ではない。また、生体情報測定装置１は、動脈硬化度，脈波伝播速度，血圧等の測定結果を通信部７０を介して外部機器９０に出力する構成であってもよく、この場合、必ずしも表示部６０を生体情報測定装置１に設ける必要はない。また、生体情報測定装置は、例えば図１８に示すように、光学センサー５０（レーザー発光部５１０およびレーザー受光部５２０）と、制御部４０と、記憶部３０とを基板８０（例えば配線基板）上に実装した構成を有する生体情報測定モジュール９であってもよく、このような測定モジュール９を腕時計等の既存のウェアラブル機器に組み込んでもよい。この場合、生体情報測定モジュール９（生体情報測定装置）の構成要素として、本体部１１の筐体や、ベルト１２も不要になる。これらの変形は、第２〜第４実施形態で説明した生体情報測定装置２〜４についても同様である。

（５）第４実施形態において、レーザー光を照射して血流量Ｑの時間変化を測定する部位と、ＬＥＤ光を照射して血管断面積Ａの時間変化を測定する部位は、基本的に同じ部位であることが望ましい。しかしながら、両者は、必ずしも同じ部位に限定されず、例えば、手首のうち手のひら側と手の甲側等、異なる部位であってもよい。

（６）第４実施形態に係る生体情報測定装置４において、レーザー受光部５２０とＬＥＤ受光部５２２とを別々に備えるのではなく、レーザー発光部５１０が照射するレーザー光とＬＥＤ発光部５１２が照射するＬＥＤ光との双方を受光する単体の受光素子を備えた１つの受光部を備える構成であってもよい。この場合、受光部に備わる受光素子は、レーザー発光部５１０が照射するレーザー光の波長と、ＬＥＤ発光部５１２が照射するＬＥＤ光の波長との双方に対応するバンドパス特性を有する。また、受光部は、被験者１００の生体内を通過してきたレーザー光の受光強度および周波数の時間変化を示す受光信号Ｓ１（光ビート信号）と、被験者１００の生体内を通過してきたＬＥＤ光の受光強度の時間変化を示す受光信号Ｓ２とを生成する。以上の構成によれば、受光部は１つでよく、レーザー光用の受光部とＬＥＤ光用の受光部とを別々に備える必要がないので、第４実施形態に係る生体情報測定装置４と比較した場合に、生体情報測定装置の構成を簡素化し、より小型にすることができる。

（７）測定対象となる部位は、手首に限らず、指、腕、足、首等であってもよい。したがって、生体情報測定装置１〜４は、腕時計型に限らず、被験者１００の身体のうち測定対象となる部位に装着可能なウェアラブル機器であればよい。例えば、生体情報測定装置１〜４は、被験者１００の上腕にベルトで固定されたスマートフォン等であってもよい。また、本発明に係る生体情報測定装置は、ウェアラブル機器に限定されない。例えば医療機関等で使用される据置型の血圧計等に本発明を適用してもよい。この場合、測定対象となる部位にプローブを接触させて生体情報の測定が行われる。

（８）レーザー光やＬＥＤ光の波長は、各実施形態で例示した波長に限定されず、生体内での伝播特性や、血液による吸収の度合い等を考慮して適宜定めることができる。また、ＬＥＤ光の代わりにＳＬＤ（SuperLuminescent Diode）光を用いてもよく、非レーザー光はＬＥＤ光に限定されない。

（９）生体に照射する測定波は、レーザー光やＬＥＤ光等の光に限らず、超音波等の音波であってもよい。図１９は、超音波センサー５４を用いた生体情報の測定原理を説明するための模式図である。本変形例に係る生体情報測定装置５は、光学センサーの代わりに超音波センサー５４を備える。超音波センサー５４は、測定波の一例である超音波を被験者１００（生体）に照射する照射部と、生体内から反射してきた超音波を検出する検出部とを備える。

例えば、超音波センサー５４内の照射部が、血管１１０に対して角度θで照射した超音波（照射波）の周波数をｆとしたとき、血管１１０内を流れる赤血球等の血液細胞によって反射された超音波（反射波）は、血液細胞の流速に応じたドップラーシフトを受け、その周波数がｆ＋Δｆに変化する。したがって、生体情報測定装置５では、照射波に対する反射波の周波数変化Δｆを測定することで、レーザー光を用いたＬＤＦ法による測定の場合と同様に、血流量Ｑの時間変化を求めることができる。

また、生体情報測定装置５では、血管１１０のうち表皮側の壁で反射した超音波の到達時間ｔ_１と、血管１１０のうち表皮とは反対側の壁で反射した超音波の到達時間ｔ_２との時間差Δｔ（ｔ_２−ｔ_１）から血管径ｄを測定し、測定した血管径ｄの値を前述した［式９］に代入することで血管断面積Ａを求めることができる。したがって、生体情報測定装置５では、例えば２０ミリ秒等、所定の周期毎に血管断面積Ａを算出することで、血管断面積Ａの時間変化を求めることができる。

以上によれば、光学センサーの代わりに超音波センサー５４を備えた生体情報測定装置５においても、血流量Ｑの時間変化および血管断面積Ａの時間変化を用いて、血流波形Ｑ（ｔ）を血流進行波Ｑ_ｆ（ｔ）と血流反射波Ｑ_ｂ（ｔ）とに分離し、分離した２つの波形Ｑ_ｆ（ｔ），Ｑ_ｂ（ｔ）から動脈硬化度を求めることができる。また、血流波形Ｑ（ｔ）の代わりに血管断面積Ａの時間変化を示す波形Ａ（ｔ）を分離して動脈硬化度を求めることも可能である。また、動脈硬化度の他に、前述した［式３］を用いて脈波伝搬速度ＰＷＶを求めたり、前述した［式６］を用いて血圧Ｐ（ｔ）を求めることもできる。

なお、測定波として超音波等の音波を用いた場合、血管１１０の手前側の壁と奥側の壁で反射した２つの反射波の到達時間差Δｔ（ｔ_２−ｔ_１）から血管断面積Ａの時間変化を求めることになる。したがって、測定対象となる血管１１０は、ある程度の太さを有する血管に限られる。また、測定対象となる血管１１０が太さによって限られてしまうので、超音波センサー５４の設置位置の自由度も低い。

これに対し、上述した各実施形態で説明したように測定波としてレーザー光やＬＥＤ光等の光を用いた場合、照射した光の一部が血液によって吸収される性質を利用して血管断面積Ａの時間変化を求めている。したがって、測定対象となる血管１１０は、ある程度の太さを有する血管に限られない。すなわち、測定対象となる血管１１０は、測定波として音波を用いた場合より細い血管であってもよく、測定対象の候補となる血管の数が、測定波として音波を用いた場合より多いので、光学センサー５０，５２の設置位置の自由度も高い。

このように特にウェアラブル型の生体情報測定装置の場合、測定波として音波より光を用いた方が、測定対象となる血管１１０の太さが制限されない点や、センサーの設置位置の自由度が高い点で有利である。また、光学センサーは、センサー自体のサイズが音波センサーより小さいので、この点も小型化には有利である。

（１０）生体情報測定装置は、生体情報として動脈硬化度（血管の硬化度）のみを測定する構成であってもよい。また、生体情報測定装置は、動脈硬化度の他に、脈波伝播速度と血圧と容積脈波のいずれか１以上を測定する構成であってもよい。また、これらの生体情報に加え、脈拍数や血流速度等を測定する構成であってもよい。

（１１）生体情報測定装置は、照射部と検出部とを並べて配置し、測定部位から反射してきた測定波を検出する反射型に限らず、例えば指先等の測定部位を挟んで照射部と対向する位置に検出部を設け、測定部位を透過してきた測定波を検出する透過型であってもよい。

（１２）測定対象となる血管は、動脈でなく細動脈であってもよい。この場合、測定対象となる血管が動脈より浅い部分にあるので、照射部と検出部との離間距離を小さくすることができ、生体情報測定装置をより小型にすることができる。また、測定対象となる生体は、人以外の動物であってもよい。

１〜５…生体情報測定装置、９…生体情報測定モジュール、１１…本体部、１２…ベルト、１３，１４…操作ボタン、２０…計時部、３０…記憶部、４０…制御部、４１０，４１２…照射制御部、４２０，４２２，４２４，４２６…演算部、５０，５２…光学センサー、５４…超音波センサー、５１０…レーザー発光部、５１２…ＬＥＤ発光部、５２０…レーザー受光部、５２２…ＬＥＤ受光部、６０…表示部、７０…通信部、８０…基板、９０…外部機器、１００…被験者、１１０…血管、Ｓ１，Ｓ２…受光信号、ｆ…照射時の周波数、Δｆ…ドップラーシフト成分、ＯＰ，ＯＰ１，ＯＰ２…通過領域、Ｗ…幅、Ｄ…測定深度、Ｌ…離間距離、Ｑ（ｔ）…血流波形、Ｑ_ｆ（ｔ）…血流進行波、Ｑ_ｂ（ｔ）…血流反射波、Ｑ_ｆＭＡＸ…血流進行波のピーク値、Ｑ_ｂＭＡＸ…血流反射波のピーク値、Δｔ１，Δｔ２…時間差、Ａ（ｔ）…血管断面積の時間変化を示す波形、ＰＧ（ｔ）…容積脈波、Ｐ（ｔ）…血圧、θ…照射角度、ｔ_１，ｔ_２…反射波の到達時間、ｄ…血管径。

Claims (13)

1. 測定波として光または音波を生体に照射する照射部と、
   前記生体内を通過した前記測定波を検出する検出部と、
   前記検出部の検出結果に基づいて、血流量の時間変化と血管断面積の時間変化とを求め、前記血流量の時間変化および前記血管断面積の時間変化を用いて、前記血流量または前記血管断面積の時間変化を示す波形を進行波成分の波形と反射波成分の波形とに分離し、前記進行波成分の波形および前記反射波成分の波形から血管の硬化度を求める演算部と、
   を備えることを特徴とする生体情報測定装置。
2. 前記演算部は、前記進行波成分の波形のピーク値および前記反射波成分の波形のピーク値を用いて血管の硬化度を求める、
   ことを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
3. 前記演算部は、前記進行波成分の波形の時間積分値および前記反射波成分の波形の時間積分値を用いて血管の硬化度を求める、
   ことを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
4. 前記演算部は、前記進行波成分の波形と前記反射波成分の波形との時間差を用いて血管の硬化度を求める、
   ことを特徴とする請求項１に記載の生体情報測定装置。
5. 前記演算部は、前記血流量の時間変化および前記血管断面積の時間変化から脈波伝搬速度を求める、
   ことを特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
6. 前記演算部は、前記脈波伝搬速度を用いて血圧を求める、
   ことを特徴とする請求項５に記載の生体情報測定装置。
7. 前記測定波は、レーザー光であり、
   前記検出部は、前記生体内を通過した前記レーザー光の受光強度および周波数の時間変化を示す光ビート信号を生成し、
   前記演算部は、前記検出部が生成した前記光ビート信号から、前記血流量の時間変化と前記血管断面積の時間変化とを求める、
   ことを特徴とする請求項１乃至６のうちいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
8. 前記演算部は、前記光ビート信号の全パワーの時間変化を求める、
   ことを特徴とする請求項７に記載の生体情報測定装置。
9. 前記測定波は、非レーザー光であり、
   前記検出部は、前記生体内を通過した前記非レーザー光の受光強度の時間変化を示す受光信号を生成し、
   前記演算部は、前記検出部が生成した前記受光信号から、前記血流量の時間変化と前記血管断面積の時間変化とを求める、
   ことを特徴とする請求項１乃至６のうちいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
10. 前記照射部は、生体にレーザー光を照射する第１照射部と、前記生体に非レーザー光を照射する第２照射部とを備え、
    前記検出部は、前記生体内を通過した前記レーザー光を検出する第１検出部と、前記生体内を通過した前記非レーザー光を検出する第２検出部とを備え、
    前記演算部は、前記第１検出部の検出結果に基づいて血流量の時間変化を求め、前記第２検出部の検出結果に基づいて血管断面積の時間変化を求める、
    ことを特徴とする請求項１乃至６のうちいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
11. 前記照射部は、生体にレーザー光を照射する第１照射部と、前記生体に非レーザー光を照射する第２照射部とを備え、
    前記検出部は、前記生体内を通過した前記レーザー光および前記非レーザー光を検出し、
    前記演算部は、前記検出部による前記レーザー光の検出結果に基づいて血流量の時間変化を求め、前記検出部による前記非レーザー光の検出結果に基づいて血管断面積の時間変化を求める、
    ことを特徴とする請求項１乃至６のうちいずれか１項に記載の生体情報測定装置。
12. 前記生体のうち、前記レーザー光を照射して血流量の時間変化を求める部位と、前記非レーザー光を照射して血管断面積の時間変化を求める部位とが同じである、
    ことを特徴とする請求項１０または１１に記載の生体情報測定装置。
13. 生体情報測定装置が、
    測定波として光または音波を生体に照射し、
    前記生体内を通過した前記測定波を検出し、
    検出結果に基づいて、血流量の時間変化と血管断面積の時間変化とを求め、
    前記血流量の時間変化および前記血管断面積の時間変化を用いて、前記血流量または前記血管断面積の時間変化を示す波形を進行波成分の波形と反射波成分の波形とに分離し、
    前記進行波成分の波形および前記反射波成分の波形から血管の硬化度を求める、
    ことを特徴とする生体情報測定方法。
    

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